(57)【要約】    【課題】  病変部の精確な特定、および該病変部の高精度な分析を内視鏡観察中に可能にする内視鏡システムを提供すること。    【解決手段】  内視鏡システムは、体腔内に挿入される可撓管を有する内視鏡を有し、体腔内の生体組織を撮像し、観察するための内視鏡システムであって、テラヘルツ光を照射するテラヘルツ光照射手段と、生体組織に当接され、テラヘルツ光が入射しエバネッセント波が発生する当接領域を有する可撓管先端部と、当接領域からの反射光を利用して電流信号を生成する信号生成手段と、可撓管の外部に配設され、前記信号生成手段により生成された電流信号に基づいて前記生体組織に関する分光を行う分光手段と、を有する構成にした。【選択図】      図３
2006218192.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
体腔内に挿入される可撓管を有する内視鏡を有する内視鏡システムであって、
テラヘルツ光を照射するテラヘルツ光照射手段と、
前記生体組織に当接され、前記テラヘルツ光が入射してエバネッセント波が発生する当接領域を有する可撓管先端部と、
前記当接領域からの反射光を利用して電流信号を生成する信号生成手段と、
前記可撓管の外部に配設され、前記信号生成手段により生成された電流信号に基づいて前記生体組織に関する分光を行う分光手段と、を有することを特徴とする内視鏡システム。
【請求項２】
請求項１に記載の内視鏡システムにおいて、
前記テラヘルツ光照射手段は、
前記可撓管の外部に配設され、所定のパルス光を照射する第一の光源と、
前記所定のパルス光を前記テラヘルツ光に変換する変換手段と、を有することを特徴とする内視鏡システム。
【請求項３】
請求項２に記載の内視鏡システムにおいて、
前記変換手段は、前記可撓管の外部に配設されており、
前記可撓管の内部には、前記変換手段から射出される前記テラヘルツ光を前記可撓管先端部に向かうように導く第一の導光手段をさらに有することを特徴とする内視鏡システム。
【請求項４】
請求項３に記載の内視鏡システムにおいて、
前記信号生成手段は、前記可撓管の外部に配設されており、
前記可撓管の内部には、前記当接領域からの反射光を前記信号生成手段に導く第二の導光手段をさらに有することを特徴とする内視鏡システム。
【請求項５】
請求項４に記載の内視鏡システムにおいて、
前記第二の導光手段は、前記第一の導光手段であることを特徴とする内視鏡システム。
【請求項６】
請求項２に記載の内視鏡システムにおいて、
前記変換手段および前記信号生成手段は、前記可撓管の内部に配設されており、
前記可撓管の内部には、前記第一の光源から照射された前記パルス光を前記変換手段に導く第三の導光手段をさらに有することを特徴とする内視鏡システム。
【請求項７】
請求項１から請求項６のいずれかに記載の内視鏡システムにおいて、
前記テラヘルツ光照射手段から照射された前記テラヘルツ光のＳ成分を透過し、Ｐ成分を全反射する偏光手段をさらに有し、
前記可撓管先端部の前記当接領域に前記テラヘルツ光のＳ成分が全反射条件を満たしつつ入射することにより、前記エバネッセント波が発生することを特徴とする内視鏡システム。
【請求項８】
請求項３から請求項５のいずれかを引用する請求項７に記載の内視鏡システムにおいて、
前記偏光手段は、光路上、前記第一の導光手段と前記先端部の間に配設されていることを特徴とする内視鏡システム。
【請求項９】
請求項６を引用する請求項７に記載の内視鏡システムにおいて、
前記偏光手段は、光路上、前記変換手段と前記先端部の間に配設されていることを特徴とする内視鏡システム。
【請求項１０】
請求項８または請求項９に記載の内視鏡システムにおいて、
前記偏光手段は、前記先端部に一体形成されていることを特徴とする内視鏡システム。
【請求項１１】
請求項１から請求項１０のいずれかに記載の内視鏡システムにおいて、
前記可撓管先端部は、該可撓管先端部に入射する前記テラヘルツ光の光路を、該テラヘルツ光が入射してきた方向に戻す少なくとも二つの反射面を有することを特徴とする内視鏡システム。
【請求項１２】
請求項１１に記載の内視鏡システムにおいて、
前記可撓管先端部に入射する光の光路と、前記当接領域で反射し該可撓管先端部から射出される光の光路が略平行であることを特徴とする内視鏡システム。
【請求項１３】
請求項１２に記載の内視鏡システムにおいて、
前記少なくとも二つの反射面は、隣り合う面が直角に接するように配置されていることを特徴とする内視鏡システム。
【請求項１４】
請求項１３に記載の内視鏡システムにおいて、
前記少なくとも二つの反射面は、前記当接領域であることを特徴とする内視鏡システム。
【請求項１５】
請求項１から請求項１４のいずれかに記載の内視鏡システムにおいて、
可視光を照射する第二の光源と、
前記可撓管の内部に固定され、体腔内の生体組織を前記可視光を用いて観察する為の光学系と、を備え、
前記可撓管先端部が前記該光学系の先端面よりも突出することを特徴とする内視鏡システム。
【請求項１６】
請求項１５に記載の内視鏡システムにおいて、
前記可撓管先端部は、前記光学系による観察領域内に前記可撓管先端部が位置するまで突出していることを特徴とする内視鏡システム。
【請求項１７】
請求項１６に記載の内視鏡システムにおいて、
前記可撓管先端部は、前記観察領域内における周辺部分に位置していることを特徴とする内視鏡システム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
この発明は、体腔内の生体組織を観察するための内視鏡システムに関する。
【背景技術】
【０００２】
従来、内視鏡を用いて可視光や近赤外光を体腔内に照射し、各光によって照明された生体組織をモニタ等を介して観察する、いわゆる内視鏡観察が普及している。医師等の術者は内視鏡観察しつつ、鉗子プローブ等を用いて病変部とおぼしき部位を採取して病理検査の試料としたり、摘除したりする。
【０００３】
病理検査では、近年、以下の非特許文献１に記載されるようなテラヘルツ光を用いた分析が実用化されつつある。
【０００４】
【非特許文献１】Tera View ltd.、［online］［２００４年５月２６日検索］、インターネット＜http://www.teraview.co.uk/ap_oncology.asp＞
【０００５】
テラヘルツ光は、周波数では０．３〜３ＴＨｚの範囲（波長では１００μｍ〜１０００μｍの範囲）内にある光であり、光としての特性（例えば直進性）と電波としての特性（物質透過性）を併せ持つ。また物質のテラヘルツ光に関する吸収特性は、各物質の分子構造に応じて異なることが知られている。非特許文献１は、上記の特徴を踏まえ、テラヘルツ光を用いて試料に病変部（ガン細胞部）が含まれるかどうかを高精度で分析する手法について開示している。
【０００６】
ここで、可視光や近赤外光下では、現在観察中の生体組織がどのような組成であるか、より具体的には体腔内のどこに病変部が存在するか、といった精確な判断や分析を行うための生体組織に関する情報を得ることは非常に難しい。このことは、より精度の高い分析結果を得ることが可能な病理検査を前提にしての生体組織の採取であればさほど支障はないが、病変部の摘除の場合は、術者の経験に大きく頼らざるを得ない状態にあり、術者に過度の負担を強いることになりかねない。
【０００７】
また、上記のような病理検査によって該分析は可能であるとしても、該病理検査は、内視鏡観察とは時間的、空間的に隔てられて実行されることが多い。そのため、迅速な診断や治療の妨げとなりかねず、効率の悪さが指摘されていた。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００８】
そこで本発明は上記の事情に鑑み、病変部の精確な特定、および該病変部の高精度な分析を内視鏡観察中に可能にする内視鏡システムを提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【０００９】
上記課題を解決するため、請求項１に記載の内視鏡システムは、体腔内に挿入される可撓管を有する内視鏡を有し、体腔内の生体組織を撮像し、観察するための内視鏡システムであって、テラヘルツ光を照射するテラヘルツ光照射手段と、可撓管生体組織に当接され、テラヘルツ光が入射しエバネッセント波が発生する当接領域を有する可撓管先端部と、当接領域からの反射光を利用して電流信号を生成する信号生成手段と、可撓管の外部に配設され、前記信号生成手段により生成された電流信号に基づいて前記生体組織に関する分光を行う分光手段と、を有することを特徴とする。
【００１０】
上記のように構成することにより、術者は、内視鏡観察中にテラヘルツ光を用いて得られた分光結果に基づき、生体組織の高精度な分析をすることができる。従って、術者は、内視鏡観察中に体腔内における病変部を精確に特定したり、該病変部を高い精度をもって分析することができる。つまり、本発明によれば、生体組織を鉗子等で採取して病理検査を行うことなく、病変部の客観的かつ精確な特定が可能になる。よって、内視鏡観察中の病変部摘除も、術者の経験の有無を問わず高精度に実現される。
【００１１】
また請求項２に記載の内視鏡システムによれば、上記テラヘルツ光照射手段は、可撓管の外部に配設され、所定のパルス光を照射する第一の光源と、所定のパルス光をテラヘルツ光に変換する変換手段と、を有する。
【００１２】
請求項３に記載の発明によれば、変換手段は、可撓管の外部に配設されており、可撓管の内部には、変換手段から射出されるテラヘルツ光を可撓管先端部に向かうように導く第一の導光手段をさらに有することができる。請求項３に記載の発明によれば、被検者の体腔内に挿入される可撓管の細径化を図ることができる。
【００１３】
また、請求項４に記載の発明によれば、信号生成手段は、可撓管の外部に配設されており、可撓管の内部には、当接領域からの反射光を信号生成手段に導く第二の導光手段をさらに有することができる。
【００１４】
ここで、可撓管のより一層の細径化を図るのであれば、第一の導光手段を第二の導光手段としても使用すればよい（請求項５）。すなわち請求項５に記載の発明によれば、第一の導光手段は、変換手段から射出されるテラヘルツ光を可撓管先端部に向かうように導くと同時に、当接領域からの反射光を信号生成手段に導く。
【００１５】
請求項６に記載の発明は、変換手段および信号生成手段を、可撓管の内部に配設し、可撓管の内部には、第一の光源から照射されたパルス光を変換手段に導く第三の導光手段をさらに有することを特徴とする。請求項６に記載の発明によれば、第三の導光手段として比較的安価なものを採用することができる。そのため、内視鏡システム全体のコストダウンを図ることができる。
【００１６】
請求項７に記載の内視鏡システムによれば、テラヘルツ光照射手段から照射されたテラヘルツ光のＳ成分を透過し、Ｐ成分を全反射する偏光手段をさらに有する構成にすることができる。該構成を採ると、可撓管先端部の当接領域にテラヘルツ光のＳ成分が全反射条件を満たしつつ入射することにより、エバネッセント波を発生させることが可能になる。
【００１７】
なお上記偏光手段は、内視鏡システム内の他の構成に応じて、光路上、第一の導光手段と先端部の間に配設してもよく、あるいは変換手段と先端部の間に配設しても良い。
【００１８】
さらに請求項１０に記載の発明によれば、偏光手段は、先端部に一体形成することができる。
【００１９】
また、可撓管先端部は、該可撓管先端部に入射するテラヘルツ光の光路を該テラヘルツ光が入射してきた方向に戻す少なくとも二つの反射面を有するように構成される（請求項１１）。また、請求項１２に記載の発明によれば、可撓管先端部に入射する光の光路と、当接領域で反射し可撓管先端部から射出される光の光路が略平行である、つまり再帰反射させることが好ましい。これにより、内視鏡可撓管の細径化が図られる。
【００２０】
上記少なくとも二つの反射面は、隣り合う面が直角に接するように配置することができる（請求項１３）。これにより、設計が簡易になるという利点が得られる。さらに、隣り合う面が直角に接するように配置された少なくとも二つの反射面を当接領域とすることができる（請求項１４）。
【００２１】
請求項１５に記載の発明は、可視光を照射する第二の光源と、可撓管の内部に固定され、体腔内の生体組織を可視光を用いて観察する為の光学系と、を備え、先端部が該光学系の先端面よりも突出することを特徴とする。
【００２２】
請求項１５に記載の発明によれば、可視光を用いたいわゆる通常観察も可能となり、術者のより一層の便宜に資することができる。しかも、先端部を通常観察用の光学系の先端よりも突出させることにより、通常観察時に必要な焦点距離を確保しつつも、当接領域を生体組織に当接させてテラヘルツ光を用いた観察を行うこともできる。
【００２３】
ここで、可撓管先端部は、通常観察用の光学系による観察領域内に該可撓管先端部が位置するまで突出していることが望ましい（請求項１６）。さらに該先端部は、観察領域内における周辺部分に位置していることが望ましい（請求項１７）。
【発明の効果】
【００２４】
以上のように本発明によれば、テラヘルツ光を使用した構成を備えることにより、内視鏡観察中に、体腔内における病変部の精確な特定、および該病変部の高精度な分析を実行することができる。よって、従来のような内視鏡観察中に病変部との疑いのある生体組織を採取して、観察後に病理診断を行うという手間が省け迅速な診断が可能になる。よって、病変部の摘除も、術者の経験の有無を問わず非常に精確に実行することができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２５】
以下、この発明に係る内視鏡システムの実施形態を説明する。図１は、本実施形態の内視鏡システム５００の概略構成を示す図である。内視鏡システム５００は、内視鏡１００、プロセッサ２００、モニタ３００を有する。内視鏡１００は、可撓管１０１と、鉗子差込口１０２と、本体部１０３とを有する。本体部１０３には操作部材が設けられている。プロセッサ２００は、所定のパルス光を照射する第一光源２１０、可視光を照射する第二光源２２０、画像処理部２３０を有する。
【００２６】
内視鏡１００に形成された可撓管１０１は、体腔内に挿入される長い管であり、可撓性を有している。図２は、可撓管１０１の先端部近傍を拡大して示す断面図である。図２に示すように、内視鏡１００は、内部に体腔内の生体組織Ｃを観察する為の第一光学ユニット５０、第二光学ユニット６０を備えている。より詳しくは、可撓管１０１先端部は、開口（空洞）を二つ有する。そして、各空洞に、各光学ユニット５０、６０が隙間無く配設されている。
【００２７】
第一光学ユニット５０は、第一光源２１０から照射される所定のパルス光をテラヘルツ光に変換する。そして該テラヘルツ光を用いて生体組織Ｃの分子組成に関する高精度な分析を実行するためのユニットである。なお、本実施形態の第一光源２１０は、所定のパルス光としてフェムト秒レーザを照射する。第一光学ユニット５０を使った処理について以下詳述する。
【００２８】
図３は、第一実施形態の第一光学ユニット５０の構成を主として示す図である。図３に示すように第一光源２１０から照射されたフェムト秒レーザは、図示しないライトガイドを経て第一光学ユニット５０内の第一ハーフミラー１に入射する。第一ハーフミラー１を透過したフェムト秒レーザは第一光アンテナ２に入射する。なお、第一ハーフミラー１によって偏向されたフェムト秒レーザは、後述する遅延光学系１７へ向かう。
【００２９】
図４は、第一光アンテナ２を拡大して示す図である。第一光アンテナ２は、基板２Ａを有する。基板２Ａ上には、二つのＴ字状電極２Ｂ、２Ｃが互いの凸部が対向しかつ各凸部間に所定の間隙を形成するように配設されている。各電極２Ｂ、２Ｃは直流電源に接続されており、予め直流のバイアス電圧が印加されている。フェムト秒レーザが第一アンテナ２の上記間隙に入射すると、テラヘルツ光が発生する。テラヘルツ光は、第一光アンテナ２の略全方位にわたって発生するため、第一シリコンレンズ３によって集められ該レンズ３から前方つまり可撓管１０１に向かって射出される。
【００３０】
第一シリコンレンズ３から射出されたテラヘルツ光は、第一レンズ４を介して第一光ファイバ５に入射する。第一レンズ４はテラヘルツ光を好適に第一光ファイバ５のコアに入射させるように光束を絞るために配設されている。本実施形態では第一レンズ４から射出されたテラヘルツ光は平行光になっている。つまり、本実施形態の第一レンズ４はコリメートレンズとして機能する。
【００３１】
第一光ファイバ５としては、テラヘルツ光を伝搬できるような構成のもの、例えば、中空ファイバやフォトニック結晶ファイバ等が用いられる。後述する第二光ファイバ１２も同様である。
【００３２】
第一光ファイバ５から射出されたテラヘルツ光は、偏光ビームスプリッタ６に入射する。偏光ビームスプリッタ６は、二つの直角プリズム６Ａ、６Ｂを有し、光学膜６Ｃを介して各直角プリズムの斜面を貼り合わせた直方体形状を有している。偏光ビームスプリッタ６に入射したテラヘルツ光は、直角プリズム６Ａと光学膜６Ｃの界面に全反射条件を満たしつつ入射する。テラヘルツ光のＳ成分は該界面をエバネッセント波として透過する。該エバネッセント波は、直角プリズム６Ｂにテラヘルツ光のＳ成分として入射する。なお、上記界面において、Ｐ成分は全反射してしまう。つまり、偏光ビームスプリッタ６からは、テラヘルツ光のＳ成分のみが射出される。
【００３３】
上述した作用を持つ偏光ビームスプリッタ６の構成について詳述する。偏光ビームスプリッタ６は、各直角プリズム６Ａ、６Ｂの材料の屈折率をそれぞれｎ１、ｎ３、光学膜６Ｃの屈折率をｎ２とすると、ｎ１＞ｎ２、ｎ３＞ｎ２の関係が成立する。そして、テラヘルツ光の光学膜６Ｃにおける入射角θ１が、以下の条件（１）、
θ１≧arcsin（ｎ２／ｎ１）・・・（１）
を満たすように構成される。なお、各直角プリズム６Ａ、６Ｂは共に同一材料とすることができる（ｎ１＝ｎ３）。光学膜６Ｃは単層でも多層でも良く、空気層（ｎ２＝１．０）であってもよい。但し、光学膜６Ｃの膜厚（つまり、各直角プリズム６Ａ、６Ｂ間の距離）は、直角プリズム６Ａと光学膜６Ｃとの界面において発生したエバネッセント波が完全に減衰する前に直角プリズム６Ｂにテラヘルツ光のＳ成分として入射するような、極めて微少な値に設定される。
【００３４】
偏光ビームスプリッタ６から射出されたテラヘルツ光のＳ成分は、第二レンズ７を介して第一ミラー８で偏向し可撓管１０１先端に配設される光学素子（以下、先端素子という）９に入射する。第一実施形態の先端素子９は入射端面９Ａ、全反射面９Ｂ、射出端面９Ｃを持つ三角プリズムである。
【００３５】
先端素子９の全反射面９Ｂは、図２に示すように生体組織Ｃに当接されている。テラヘルツ光のＳ成分は、三角プリズム９の入射端面９Ａに屈折しつつ入射し、全反射面９Ｂに向かう。ここで、三角プリズム９は、テラヘルツ光のＳ成分が全反射面９Ｂで全反射するように構成されている。詳しくは、先端素子９の屈折率ｎ４は、生体組織の屈折率をｎｃとすると、ｎ４＞ｎｃの関係が成立する。そして、先端素子９は、テラヘルツ光のＳ成分の全反射面９Ｂにおける入射角θ２が、以下の条件（２）、
θ２＞arcsin（ｎｃ／ｎ４）・・・（２）
を満たすように構成される。
【００３６】
テラヘルツ光のＳ成分が全反射面９Ｂで全反射する際、全反射面９Ｂから生体組織Ｃにエバネッセント波が照射される。ここで、生体組織Ｃの分子構造によってエバネッセント波の吸収率が異なるという特徴がある。従って、例えば健常部と病変部とでは、エバネッセント波の吸収率が異なる。つまり、全反射面９Ｂで全反射するテラヘルツ光のＳ成分は、エバネッセント波が照射された生体組織Ｃの分子構造に対応して減衰する。
【００３７】
全反射面９Ｂで全反射したテラヘルツ光のＳ成分（全反射減衰波）は、射出端面９Ｃから射出され、第二ミラー１０によって再帰反射され、第二レンズ７と同一に設計された第三レンズ１１によって第二光ファイバ１２に入射する。第二光ファイバ１２から射出された全反射減衰波は、第四レンズ１３、第二シリコンレンズ１４を介して第二光アンテナ１５に入射する。なお、第四レンズ１３は第一レンズ４と、第二シリコンレンズ１４は第一シリコンレンズ３と同一の設計がなされている。
【００３８】
第二光アンテナ１５は、図４に示す第一光アンテナ２と略同一形状を有する。但し、第一光アンテナ２では電極２Ｂ、２Ｃが直流電源に接続されているのに対し、第二光アンテナ１５では電極１５Ｂ、１５Ｃがアンプを介してプロセッサ２００の画像処理部２３０に接続されている点が異なる。なお図３では、アンプは、本体部１０３内に設けられているが、プロセッサ２００内に設けられていても良い。
【００３９】
第二光アンテナ１５において、上記全反射減衰波が入射する側の反対側（ここでは電極配設側）には、第一ハーフミラー１で分岐され遅延光学系１７、第三ミラー１６を介したフェムト秒レーザが入射する。第二光アンテナ１５では、フェムト秒レーザの入射が契機となって、電極１５Ｂ、１５Ｃ間に全反射減衰波の強度に比例した電流が発生する。該電流は電流信号としてアンプで増幅され、プロセッサ２００の画像処理部２３０に送信される。ここで、生体組織Ｃの同一部位を介して第二光アンテナ１５に入射する全反射減衰波は、常に略同一波形のパルスになっている。そのため、遅延光学系１７によって第二光アンテナ１５に入射するフェムト秒レーザのタイミングをずらすことにより、全反射減衰波のパルス波形を順次サンプリングすることができる。従って、順次電流信号のレベルを時間軸に沿って展開することにより、上記パルス波形を再現することができる。
【００４０】
画像処理部２３０は、順次送信される電流信号に基づき、全反射減衰波のパルス波形を再現し、該パルス波形を用いて生体組織Ｃの分光を行う。分光結果は、モニタ３００に表示される。術者は、モニタ３００に表示される分光結果を見ることにより、内視鏡観察中に生体組織Ｃを採取することなく、該生体組織Ｃに関する高精度な分析を行って病変部の正確な特定をすることができる。
【００４１】
また、上記動作を行いつつ可撓管１０１を操作して全反射面９Ｂを第一光学ユニット５０の光軸に対して略直交する面内でスライドさせることにより、異なる部位に関する上記パルス波形が得られる。画像処理部２３０は、順次得られる複数のパルス波形に基づいて生体組織Ｃの二次元画像を生成することも可能である。
【００４２】
なお、第一実施形態では、図３に示すように第一レンズ４、第四レンズ１３よりも先端素子９側の部材を可撓管１０１内に収納し、光アンテナ２、１５等は可撓管１０１外部（ここでは本体部１０３内部）に配設している。このように、可撓管１０１内部には必要最低限の光学部材のみ配置している。さらに図３に示すように、可撓管１０１内部にある各部材は、先端素子９に入射する光の光路と先端素子９で反射する光の光路が平行になるように配置されている。以上のように構成することにより、可撓管１０１の細径化が図られる。
【００４３】
なお第一実施形態において、可撓管１０１先端の構成を簡素化させるのであれば、偏光ビームスプリッタ６を第一シリコンレンズ３の直後に配設することも可能である。
【００４４】
第二光学ユニット６０は、第二光源２２０から照射され図示しないライトガイドを介して体腔内を照明する可視光を用いて該体腔内を撮像し、観察する、いわゆる通常観察用の光学ユニットである。より具体的には、第二光学ユニット６０は、対物光学系６１と撮像素子（不図示）を有している。そして、体腔内の部位で反射した可視光が対物光学系を介して撮像素子に入射し、該撮像素子が観察画像を撮像する。撮像素子によって撮像された画像に関するデータ（画像データ）は、プロセッサ２００の画像処理部２３０に出力される。画像処理部２３０は、画像データに所定の処理を施し、モニタ３００に画像を表示させる。
【００４５】
術者は、内視鏡システム５００による内視鏡観察を行う際、第二光学ユニット６０により撮像されモニタ３００上に表示された画像を参照しつつ、上述したテラヘルツ光による分析を行う。図５は、第二光学ユニット６０により撮像されモニタ３００上に表示された画像の一例を示す図である。ここで、第一光学ユニット５０は、図２に示すように、先端（より正確には図３に示す全反射面９Ｂ）が、第二光学ユニット６０の先端面よりも所定距離Ｄだけ突出した状態にある。また、第二光学ユニット６０での撮像範囲を図２中一点鎖線で示す。図２に示すように、第二光学ユニット６０は、第一光学ユニット５０の先端部も含んだ広い視野を持つ。従って、図５（Ａ）に示すように、第二光学ユニット６０によって撮像された画像には、第一光学ユニット５０の先端の一部が映し出される。術者は、画像内において、該ユニット５０の先端を分析対象となる生体組織Ｃと重なる（実際の体腔内では当接する）ように内視鏡の可撓管１０１を操作する。第一光学ユニット５０の先端が生体組織Ｃと重なった状態の画像を図５（Ｂ）に示す。
【００４６】
所定距離Ｄについてさらに説明する。上記の通り、所定距離Ｄは、第二光学ユニット６０によって撮像された画像において、第一光学ユニット５０の先端の一部が表示されるように所定長さ以上に設定される。但し、所定距離Ｄをあまりに長く設定してしまうと、第二光学ユニット６０によって撮像された通常観察用の画像において、第一光学ユニット５０の先端が占める割合が大きくなりすぎて、必要とする体腔内の状態が見にくくなってしまう。そのため、本実施形態では、図５（Ａ）に示すように、第二光学ユニット６０によって撮像された画像を、該画像の中心で交差する仮想上の十字線によって４つのエリアに分割した場合、第一光学ユニット５０の先端が一つの該エリア内に収まる程度の長さに所定距離Ｄを設定している。
【００４７】
以上が本発明の第一実施形態の説明である。なお、第一光学ユニット５０は、以下に説明する第二〜第四実施形態のように構成することもできる。図６は、第二実施形態の第一光学ユニット５０を説明するための構成図である。図７は、第三実施形態の第一光学ユニット５０を説明するための構成図である。図８は、第四実施形態の第一光学ユニット５０を説明するための構成図である。以下の説明では、上述した第一実施形態の第一光学ユニット５０と異なる構成についてのみ説明する。そのため各図６〜８において、第一実施形態と同一部材には同一符号を付す。また、図６〜図８では、第一光アンテナ２に接続される直流電源、および第二光アンテナ１５に接続されるアンプや画像処理部２３０の図示は省略する。
【００４８】
図６に示す第二実施形態の第一光学ユニット５０は、第一実施形態における偏光ビームスプリッタ６が一体形成された先端素子９０を有する。図９は、先端素子９０を拡大して示す図である。先端素子９０は、第一プリズム部９１、第二プリズム部９２、光学膜９３を有する。各プリズム部９１、９２は光学膜９３を介して各斜面９１Ａ、９２Ｃが貼り合わされている。
【００４９】
第一プリズム部９１は、図６に示すように第一光学ユニット５０の光軸を含む面（紙面と平行な面）での断面形状が直角三角形状であり、斜面９１Ａを有する。第二プリズム部９２は、隣り合う面が直角に接する少なくとも二つの全反射面と、該全反射面の反対側に位置する斜面を有する。本実施形態の第二プリズム部９２は、互いに直角に接する二つの全反射面９２Ａ、９２Ｂと、各全反射面９２Ａ、９２Ｂの反対側に位置し斜面９１Ａと略同一形状の斜面９２Ｃを有する。
【００５０】
本実施形態では、各全反射面９２Ａ、９２Ｂは、図９に示すように、第二プリズム部９２における斜面９２Ｃの反対側の端部を直角プリズム状にすることにより形成される。各全反射面９２Ａ、９２Ｂは、第一実施形態における全反射面９Ｂに相当する。つまり、各全反射面９２Ａ、９２Ｂは、生体組織Ｃに当接される当接面として機能する。
【００５１】
先端素子９０における各プリズム部９１、９２、光学膜９３に関する構成は、上記偏光ビームスプリッタ６における各直角プリズム６Ａ、６Ｂ、光学膜６Ｃの構成と同一に構成される。すなわち、先端素子９０において各部材９１〜９３は、該素子９０に入射したテラヘルツ光のＳ成分が第一プリズム部９１と光学膜９３の界面をエバネッセント波として透過して第二プリズム部９３に入射し、かつＰ成分が該界面で全反射するように構成される。加えて先端素子９０は、第二プリズム部９３に入射したテラヘルツ光のＳ成分が、該第二プリズム部９３の二つの全反射面９２Ａ、９２Ｂで全反射するように構成されている。
【００５２】
より具体的には、第一プリズム部９１の屈折率をｎ１、光学膜９３の屈折率をｎ２、第二プリズム部９２の屈折率をｎ３、生体組織Ｃの屈折率をｎｃとすると、ｎ１＞ｎ２、ｎ３＞ｎ２、ｎ１＞ｎｃ、ｎ３＞ｎｃの関係が成立する。そして、先端素子９０は、テラヘルツ光の光学膜９３における入射角θ１が上記の条件（１）を満たし、テラヘルツ光のＳ成分の二つの全反射面９２Ａ、９２Ｂにおける入射角θ２が上記の条件（２）を、それぞれ満たすように構成される。なお、第一プリズム部９１と第二プリズム部９２は、偏光ビームスプリッタ６を構成する各直角プリズム６Ａ、６Ｂと同様に、同一材料とすることができる（ｎ１＝ｎ３）。光学膜９３の膜厚の値、および光学膜９３の代替として空気層を使用可能な点も上記偏光ビームスプリッタ９と同様である。
【００５３】
上記のように構成された先端素子９０に入射したテラヘルツ光は、第一プリズム部９１と光学膜９３の界面で、Ｓ成分のみが抽出される。そして、テラヘルツ光のＳ成分は、第二プリズム部９２の二つの全反射面９２Ａ、９２Ｂで順次全反射する。全反射する際、各全反射面９２Ａ、９２Ｂから生体組織Ｃにエバネッセント波が照射される。このように複数の反射面で全反射を繰り返すことにより、試料（つまり生体組織Ｃ）に照射、吸収される成分が増幅し、測定感度を向上させることができる。各全反射面９２Ａ、９２Ｂは、テラヘルツ光のＳ成分を、テラヘルツ光が先端素子９０に入射してきた方向に戻す。本実施形態では、先端素子９０に入射する光の光路と、先端素子９０から射出される光の光路は、略平行な関係にある。このように、先端素子９０における各全反射面９２Ａ、９２Ｂは、生体組織Ｃとの当接面として機能するだけでなく、入射するテラヘルツ光のＳ成分の光路を入射方向に戻す（本実施形態では再帰反射させる）偏向手段としても機能する。
【００５４】
第二実施形態によれば、可撓管先端部に配設される部材をまとめることができるため、該先端部のより一層の細径化が図られる。
【００５５】
なお、先端素子９０において当接面として機能する全反射面９２Ａ、９２Ｂを含む領域（当接領域）の形状は、必ずしも図６や図９に示すような直角プリズム状に限定されるものではない。先端素子９０における当接領域の形状は、隣り合う面が直角に接する少なくとも二つの面を有する形状であればよい。図１０、図１１は、先端素子９０の変形例を示す図である。
【００５６】
図１０に示す先端素子９０αは、当接領域を互いに直交する一対の面が二組ある四角錐形状として形成されている。先端素子９０αは、該四角錐形状における一組の面を全反射面（当接面）として用いることができる。また、図１１に示す先端素子９０βは、当接領域を互いに直交する三つの面からなる形状、つまりコーナーキューブ状として形成されている。先端素子９０βは、上記三つの面を全反射面（当接面）として用いることができる。
【００５７】
図７に示す第三実施形態の第一光学ユニット５０は、第二実施形態の先端素子９０を使用すると共に、第三レンズ１１、第二光ファイバ１２をそれぞれ第二レンズ７、第一光ファイバ５で代用している。具体的には、第三実施形態の第一光学ユニット５０では、第一光ファイバ５、第二レンズ７、先端素子９０は、第一光ファイバ５と第二レンズ７の光軸、および先端素子９０における全反射面９２Ａ、９２Ｂの接線（接点）がいずれも同一直線（図７中一点鎖線ＡＸで示す）上に位置するように、相対的な位置決めがなされる。そして、第一光アンテナ２（および第一シリコンレンズ３）から射出されたテラヘルツ光が第一光ファイバ５に入射し、かつ第一光ファイバ５から射出された全反射減衰波が第二光アンテナ１５に導かれるように、各レンズ４、１３と第一光ファイバ５間に第二ハーフミラー１８が配設されている。なお、本実施形態では、時間遅延されたフェムト秒レーザが第二光アンテナ１５に入射するための光路を確保するために遅延光学系１７と第二光アンテナ１５間に二つの第三ミラー（１６Ａ、１６Ｂ）を設けている。
【００５８】
第三実施形態によれば、テラヘルツ光や全反射減衰波を伝搬する光ファイバ等を一本にまとめることにより、可撓管１０１全体の細径化が図られる。
【００５９】
なお、第二実施形態も、第一実施形態と同様、第一レンズ４、第四レンズ１３よりも先端素子９（９０）側の部材を可撓管１０１内に収納し、光アンテナ２、１５等は可撓管１０１外部（ここでは本体部１０３内部）に配設している。また第三実施形態では、第二ハーフミラー１９よりも先端素子９０側の部材を可撓管１０１内に収納し、光アンテナ２、１５等は可撓管１０１外部（ここでは本体部１０３内部）に配設している。これに対し、次に説明する第四実施形態の第一光学ユニット５０は、構成部材の多くを可撓管１０１先端に集約して配設する。
【００６０】
また、図８に示すように、各光アンテナ２、１５や遅延光学系１７等の上記各実施形態において本体部１０３内部に配設されていた各部材は、第四実施形態の第一光学ユニット５０では、すべて可撓管１０１先端に配設されている。そのため、第四実施形態の第一光学ユニット５０では、第一光ファイバ５、第二光ファイバ１２は使用しない代わりに、第一光源２１０と第一ハーフミラー１の間に第三光ファイバ１９および第五レンズ２０が配設される。第三光ファイバ１９は、第一光源２１０から照射されたフェムト秒レーザを可撓管１０１先端まで導くために設けられている。よって、第三光ファイバ１９は、他の第一、第二光ファイバのような中空ファイバといった特殊な光ファイバではなく、一般的な光通信等で使用されるガラス製の光ファイバでよい。なお、第五レンズ２０は、第三光ファイバ１９から射出されたフェムト秒レーザが効率よく第一ハーフミラー１に入射するように光束径を調整するために設けられている。
【００６１】
第四実施形態によれば、中空ファイバ等の特殊な光ファイバを使用しない構成であるため、非常に安価に構成できるという利点が得られる。また、各光アンテナ２、１５、特に全反射減衰波を検出する第二光アンテナ１５が生体組織Ｃの近傍に配設される。そのため、意図しないノイズ等の影響を受けにくくなり、より精度の高い分光結果を得ることができる。
【００６２】
以上が本発明の実施形態である。本発明はこれらの実施形態に限定されるものではなく様々な範囲で変形が可能である。
【００６３】
上記の各実施形態では、テラヘルツ光を用いた分析を行うための第一光学ユニット５０と、通常観察用の第二光学ユニット６０が併設される内視鏡１００を使用する構成であるが、本発明に係る内視鏡システムは、該構成に限定されるものではない。例えば、第一光学ユニット５０が単独で搭載された内視鏡１００を使用する構成であってもよい。
【００６４】
さらに上記の第一〜第三実施形態では、第一レンズ４、第四レンズ１３よりも先端素子９（９０）側の部材を可撓管１０１内に収納し、光アンテナ２、１５等は可撓管１０１外部（ここでは本体部１０３内部）に配設していると説明した。しかし、これはあくまで一例であり、どの先端素子を可撓管１９１内に収納するかは、内視鏡１００に配設される他の部品や信号線との関係において適宜変更することが可能である。
【００６５】
また、上記の各実施形態では、いずれもテラヘルツ光のＳ成分を生体組織との当接面である全反射面で全反射させることによりエバネッセント波を発生させているが、エバネッセント波の発生手法としてはこれに限定されるものではない。例えば、当接面に回折構造を形成することによりエバネッセント波を発生させることも可能である。
【図面の簡単な説明】
【００６６】
【図１】本発明の実施形態の内視鏡システムの概略構成を示す図である。
【図２】可撓管の先端部近傍を拡大して示す断面図である。
【図３】第一実施形態の第一光学ユニットの構成を主として示す図である。
【図４】第一光アンテナを拡大して示す図である。
【図５】第二光学ユニットにより撮像されモニタ上に表示された画像の一例を示す図である。
【図６】第二実施形態の第一光学ユニットを説明するための構成図である。
【図７】第三実施形態の第一光学ユニットを説明するための構成図である。
【図８】第四実施形態の第一光学ユニットを説明するための構成図である。
【図９】偏光ビームスプリッタが一体形成された先端素子を示す図である。
【図１０】偏光ビームスプリッタが一体形成された先端素子の変形例を示す図である。
【図１１】偏光ビームスプリッタが一体形成された先端素子の変形例を示す図である。
【符号の説明】
【００６７】
２、１５  光アンテナ
５、１２、１９  光ファイバ
６  偏光ビームスプリッタ
９、９０  先端素子
５０  第一光学ユニット
１００  内視鏡
１０１  可撓管
２００  プロセッサ
２１０  第一光源
２３０  画像処理部
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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